本文以干燥法改变猪股骨材料的水分含量，并对其进行纳米压痕、往复滑动摩擦磨损、冲击磨损实验，研究了水含量对猪股骨材料生物摩擦学行为的影响。实验结果表明，水含量对猪股骨样品的力学及摩擦学行为具有重要的影响。本实验条件下，猪股骨样品的硬度和弹性模量随水含量的降低而增大，而其摩擦学性能随着水含量的降低而明显下降。水含量下降导致骨组织粘弹性降低，并使得骨组织样品在外加载荷作用下表现出不同的损伤机制。
引用本文： 陈亮宇, 赵婧, 何泽栋, 李科, 翁杰. 水含量对骨组织生物摩擦学行为的影响. 生物医学工程学杂志, 2016, 33(3): 466-472. doi: 10.7507/1001-5515.20160079 复制
引言
骨骼作为人体的支架拥有良好的力学性能[1]，骨骼系统中存在的很多生物摩擦副(关节摩擦副)往往因疾病、创伤、功能退化或先天异常等原因受到损伤而丧失其原有的功能，是威胁人类健康的严重问题之一，每年有数以百万计的患者因创伤、感染等原因造成大的骨缺损，需要接受手术治疗[2]。应用人工骨修复、替换人体病变或损伤组织器官，是临床医学中的有效治疗途径。人体骨组织与植入体之间构成典型的生物摩擦副，其摩擦界面间存在生命物质交换，如水、蛋白质、 矿物等，会对其生物摩擦学行为有重要影响，即骨组织的生物活性对其生物摩擦学行为有重要影响。
人体环境中体液约占机体重量的60%，体液中含有大量的水分。水分作为生命体中不可缺少的一部分，在生物组织中的含量直接影响了生命活动[3]。在摩擦磨损过程中，水分直接参与到整个过程中并发挥其相应的作用。当实验样品脱离生命体以后，其水含量随时间的推移会发生变化，一些原有的生物活性行为逐渐丧失，这必然导致骨组织样品本身摩擦学行为的变化。因此，在骨组织生物摩擦学实验研究中需要特别注意水含量的问题，即水含量的变化如何影响骨组织的生物学性能和生物力学行为并最终影响其生物摩擦学行为。尽管骨骼是人体中含水量最低的组织之一，但水在骨组织中仍以三种形式存在：流动水，即在骨组织中的哈弗氏管和伏克曼管呈液态流动的水；亲和水，由于水的极性同亲水胶原蛋白或带电的矿物质化学键结合的水；结晶水，参与构成胶原蛋白和矿物质的晶格水[4-5]。国内外已经有众多学者开展了水含量对骨组织影响的研究。Braidotti等[6]通过扫描电镜观察浸润和干燥条件下的人股骨弯曲断裂面，发现干燥后的骨组织被拉扯出更多的纤维束并且两个骨片之间的连接胶原纤维出现硬化现象。Garner等[7]研究发现人体密质骨的粘弹性随着水含量的降低呈明显的下降趋势。Nyman等[8]研究发现人体密质骨的强度和韧度随着水含量的降低发生明显变化，例如：去除与胶原蛋白结合的水分将使骨组织的强度和刚度增加而韧度降低；去除矿物中的结晶水很可能使强度和韧度均降低。但值得注意的是，关于骨组织自身水含量变化对其生物摩擦学行为的影响的研究鲜见报道，因此开展水含量对骨组织的生物摩擦学行为的研究具有一定的创新性。
本文主要以新鲜猪股骨为研究对象，通过干燥手段改变猪股骨中的水含量，并以新鲜股骨为对照，对比考察其力学性能和摩擦学行为方面的差异，研究并揭示水分对离体猪股骨生物力学性能和摩擦学行为的影响和作用机制，这将对深入认识天然生物体材料与工程材料摩擦学特性的本质区别有重要意义，同时也为骨组织修复和人工骨的研制等技术创新提供重要的理论基础。
1 材料与方法
1.1 材料及制备
本实验中使用的样品均来自同一根新鲜的猪股骨，在猪股骨骨干部位截取样品，并取密质骨横断面为待测平面，对截取下的骨组织进行清洗处理，去除碎肉、骨膜、骨髓，并用定性滤纸将表面的水吸干。将清洗好后的骨组织分为两半，其中一半用于制作实验样品，另一半分别在60 ℃和120 ℃干燥箱内放置24 h进行干燥处理，以分析天平对干燥前后的骨组织进行称重，干燥前后其重量的差值占原重量的百分比为脱水量，每组干燥条件下的实验均重复5次以上并取均值，以保证测试结果的准确性。结果得出，60 ℃和120 ℃干燥24 h后骨组织的脱水量分别约为10%和15%。实验样品制备过程如图 1所示，首先骨组织需要进行包埋，包埋材料采用自凝型义齿基托树脂，凝固后加工成40 mm×19 mm×19 mm的实验样品，样品表面还要进行打磨和抛光。将抛光完成后的样品分为三组，分别为新鲜组、60 ℃组和120 ℃组，其中新鲜组不再进行任何处理，60 ℃组和120 ℃组分别放入对应温度的干燥箱内干燥24 h。
图1
样品制备
Figure1.
Sample preparation
1.2 实验方法
在纳米压痕测试系统(T750,Hysitron,USA)上测定新鲜和干燥样品的纳米硬度和弹性模量，采用金刚石Berkovich针尖，最大载荷为1×10-2 N，加载卸载速率为5×10-3 N/s，保载时间为10 s。随机选取哈佛氏管并在距其边缘约30 μm的哈佛氏骨板处进行9次纳米压痕实验，形成一个3×3的矩阵网格。利用测试的载荷―位移(P-h)曲线，通过Oliver-Pharr(O＆P)方法[9-10]，可以得到骨组织表面硬度和弹性模量。其中，接触深度hc是通过卸载曲线用下式计算的：
| ${{h}_{c}}=h-\varepsilon \frac{P(h)}{S}$ |
式中，h是最大压入深度，P是对应载荷，ε是一个修正系数(对Berkovich压头是 0.75) ，S是卸载曲线的斜率(S=dP/dt)。再根据接触面积函数：
| ${{A}_{c}}=20.53{{({{h}_{c}}+12.3) }^{2}}$ |
可以得到硬度(H)与简约弹性模量(Eτ)，计算公式如下：
| $H=\frac{P}{{{A}_{c}}}$ |
| ${{E}_{\tau }}=\frac{S\sqrt{\pi }}{2\sqrt{{{A}_{c}}}}$ |
简约弹性模量Eτ与骨组织的弹性模量E的关系为，这里υ与υi分别为骨组织与压头的泊松比，Ei为压头的弹性模量。式中的载荷P取最大位移处的载荷。
在多功能摩擦磨损试验机(UMT-3,Bruker,GER)上进行往复滑动摩擦学实验，采用球/平面接触方式，对磨副为直径11 mm的氧化锆陶瓷球(硬度为HV50g 1 800，表面粗糙度Ra约0.03 μm)。往复摩擦实验的主要参数：法向载荷(Fn)为20 N、40 N和60 N；位移幅值为2 mm；频率f=0.5 Hz；实验时间t=30 min。实验环境为干态，正常大气压，室温(22±3) ℃，相对湿度(relative humidity,RH)=50%～60%。冲击磨损实验在自制的冲击磨损试验机上进行，采用球/平面接触方式，对磨副同为直径11 mm的氧化锆陶瓷球。实验主要参数：法向载荷(Fn)为40 N；冲击次数N=2×104，4×104次；冲击频率f=10 Hz。实验环境为正常大气压，室温(22±3) ℃，RH=50%～60%。考虑到生物样品具有一定的分散性，本研究对每种参数下的实验均重复4次以上，以保证实验结果的重复性。摩擦磨损实验后采用光学显微镜(optical microscope,OM)(BX60M,Olympus,JPN)及扫描电子显微镜(scanning electron microscope,SEM)(JSM-6610型,JEOL,JPN)观察磨痕形貌，用轮廓仪(NanoMap500DLS,AEP Technology,USA)测绘磨痕横截面轮廓并测量磨痕深度。
2 结果与讨论
2.1 力学性能
新鲜组、60 ℃组和120 ℃组的猪股骨样品表面的纳米硬度和弹性模量测试结果如图 2所示，可以看出，新鲜组样品纳米硬度平均值为0.60 GPa，而60 ℃组和120 ℃组样品的纳米硬度平均值分别为1.00 GPa和1.23 GPa；此外，新鲜组样品弹性模量平均值为23.60 GPa，而60 ℃组和120 ℃组样品的弹性模量分别增大为26.9 GPa和32.0 GPa。由此可见，两种干燥组样品的纳米硬度及弹性模量值均较新鲜组高，即猪股骨样品的纳米硬度及弹性模量值会随着干燥程度的升高而增大，这可能与骨组织中的蛋白在脱水后硬化有关。
图2
三种样品表面的纳米硬度和弹性模量
Figure2.
Nanoindentation hardness and elastic modulus of the three samples
2.2 滑动摩擦磨损行为
不同法向载荷下新鲜组和两种干燥组样品的摩擦系数曲线如图 3所示，可以看出，不同法向载荷下新鲜组和60 ℃组样品的摩擦系数非常接近，其摩擦系数稳定值基本处于0.05~0.15区间的较低值。相比之下，120 ℃组样品的摩擦系数稳定值明显较高，处于0.25~0.30区间。
图3
三种样品在不同法向载荷下的摩擦系数曲线
Figure3.
Friction coefficients of the three samples under different normal loads
进一步采用SEM对磨痕微观形貌进行分析，如图 4所示为法向载荷为20 N条件下新鲜组和干燥组样品的磨痕形貌。可以看出，新鲜组样品磨痕端部仅有少量的磨屑堆积，磨痕中部可观察到轻微的犁沟以及磨屑黏附的痕迹，表明新鲜样品的磨损机制主要为轻微的磨粒磨损及粘着磨损。相比之下，60 ℃组磨痕端部的磨屑堆积略微增多，且磨屑存在一定程度的粉末化现象，但磨痕中部明显较为光滑，几乎未能观察到明显的犁沟或磨屑黏附的痕迹，其磨损机制主要为非常轻微的磨粒磨损。而对于120 ℃组，磨痕端部存在大量的粉末化磨屑堆积，磨痕内部能观察到大量垂直于骨板间隙的微裂纹的形成，随着磨损的进行,这些微裂纹会快速扩展，并相互连接贯通造成明显的磨屑剥落，因此其磨损机制以磨粒磨损、疲劳磨损和剥落为主。
图4
往复滑动磨痕形貌SEM照片
Figure4.
SEM images of the reciprocating sliding wear scars
磨痕深度的测量结果如图 5所示，不同法向载荷下60 ℃组样品的磨痕深度仅较新鲜样品的略大，且两者的磨痕深度随法向载荷的增大仅略微增大。相比之下，120 ℃组样品的磨痕深度明显较高，且随着法向载荷增大到40 N和60 N时，其磨痕深度急剧增大，表明120 ℃组样品的磨损明显比新鲜组和60 ℃组样品严重，且对外加载荷更加敏感。
图5
三种样品的最大磨痕深度
Figure5.
Maximum wear depth of the three samples
综合以上结果，可以得出，新鲜组样品与60 ℃组样品的摩擦磨损特性非常接近，这主要是由于60 ℃干燥后的样品中的水分没有过多损失，骨组织生物活性没有受到明显破坏，因此，其与新鲜样品的摩擦磨损行为较为接近。尽管如此，两者仍存在轻微的区别，主要体现在60 ℃组样品的磨损略为严重，磨屑粉末化现象较明显且磨屑易于从磨痕两端排出，磨痕内部无明显的磨屑黏附。其主要原因是新鲜样品粘弹性较好，耐磨性能较好，且磨损产生的磨屑黏附性较高，而干燥后样品水含量的降低，会使得骨组织的硬度和弹性模量明显升高，粘弹性降低，导致表层的塑性能力变差，脆性变强，其磨损也将加重，磨屑粉末化现象明显。但对于120 ℃组样品，高温导致其水含量进一步减少，生物活性遭到一定的破坏，粘弹性大幅降低，塑性能力变得更差，这使得样品在摩擦加载的早期刚度会快速丢失，摩擦系数快速增大并处于较高值[11]。同时，高温干燥后骨组织脆性增大则会导致磨损过程中微裂纹易萌生并在两相邻骨板间快速扩展[12]，最终导致样品磨损严重，且磨损量随着法向载荷的增大而急剧增大。
2.3 冲击磨损特性
人体在运动时，骨骼系统承受着冲击载荷的影响，因此进一步对新鲜组和两种干燥处理组样品的冲击磨损特性进行对比研究。图 6所示为三种样品分别在2×104和4×104次冲击后的磨痕中部横截面轮廓曲线，可见2×104次冲击后60 ℃组和120 ℃组干燥样品的最大磨痕深度接近，均较新鲜组样品的深；随着冲击次数进一步增加为4×104次，新鲜组样品的最大磨痕深度没有明显增加，而60 ℃组磨痕深度仅略为增大，但120 ℃组样品随冲击次数增加其磨痕深度急剧增大，且磨痕内部轮廓变得非常不平整，磨痕边缘及中部均有明显的隆起。
图6
冲击磨痕轮廓曲线
Figure6.
Profiles of the impact wear scars
图 7所示为4×104次冲击后三种样品的磨痕全貌光学照片及磨痕边缘SEM照片。可以看出，新鲜样品磨痕中部区域较为平整，磨痕边缘处仅可观察到沿圆周方向的较为均匀的微裂纹，表明新鲜组样品在反复冲击作用下发生较为均匀的塑性变形。而60 ℃组样品的磨痕损伤明显较重，磨痕中部区域可观察到明显的褶皱及裂纹，磨痕边缘区域的形貌也可观察到明显方向不一致且分布不均匀的裂纹。相比之下，120 ℃组样品在反复冲击作用下发生了明显的疲劳磨损和剥落，磨痕内部可以观察到大量的裂纹及冲击剥离的磨屑。
图7
冲击磨痕OM和SEM照片(冲击次数：4×104次)
Figure7.
OM and SEM images of the impact wear scars
因此，冲击磨损实验与前面的纳米压痕及往复滑动摩擦学实验有很好的对应性，均能很好地反映水含量对骨组织摩擦学行为的影响：新鲜样品具有良好的摩擦磨损性能，60 ℃组样品次之，而120 ℃组样品的摩擦学性能急剧下降，即骨组织样品的摩擦学性能随着样品水含量的丧失明显降低。结合文献关于骨组织结构方面的分析报道[6, 8, 13]，可以推测失水使得骨组织的结构及性能逐渐发生改变，蛋白硬化，粘弹性降低，这将导致骨组织在应对外加载荷作用时表现出不同的损伤机制。研究表明骨组织中骨板之间的连接方式为胶原蛋白纤维束网连接加固，而胶原蛋白对水含量比较敏感，因此水含量的减少将引起胶原蛋白硬化，并可能导致骨板之间的连接强度下降，最终造成骨组织的力学及摩擦学性能下降。
假设两骨板之间被一条胶原蛋白纤维束连接，可以采用简化的模型来模拟骨板之间的微观连接，以模拟其粘弹性[13]，其中弹簧E0表示模型长时间状态下保持平衡的能力，E1和阻尼η表示粘弹性机制，并由此阐述水含量变化对骨组织力学及摩擦学性能的影响，如图 8所示。新鲜骨组织样品的粘弹性较好；但当60 ℃干燥后，随着水分的丧失，粘弹性降低，η值降低；而当120 ℃干燥后，骨组织含水量明显减少，胶原蛋白纤维束硬化严重，粘弹性严重下降，η值进一步降低。因此，当外加载荷作用在骨组织表面时，新鲜的样品能吸收和储存更多的能量，而干燥后样品在外加载荷作用下，纤维束受到拉扯很快断裂，骨板之间容易发生脱层导致磨损加剧。这很好地解释了新鲜和干燥组样品在摩擦系数和磨损特征方面的差异，表明水含量的变化对骨组织的摩擦学行为有重要的影响。
图8
骨板间粘弹性模型示意图
Figure8.
Schematic of the viscoelastic model between lamella
3 结论
本文原创性地开展了水含量对骨组织生物摩擦学行为影响的研究，通过干燥方法改变骨组织的水含量，并对骨组织进行纳米压痕、往复滑动摩擦磨损和冲击磨损实验。实验表明水含量的降低导致骨组织表面硬度和弹性模量增大。此外，往复滑动摩擦磨损及冲击磨损实验结果具有较好的一致性，均表明水含量对骨组织摩擦学行为有重要影响。新鲜骨组织样品具有良好的摩擦磨损性能，而干燥后样品的摩擦学性能随着水含量的降低而明显下降。而骨组织水含量的变化主要影响其粘弹性，新鲜样品由于粘弹性较好而体现出良好的摩擦学性能，而失水使得骨组织的结构及性能逐渐发生改变，胶原蛋白纤维束硬化、骨组织粘弹性降低，最终导致骨组织在外加载荷作用下表现出不同的损伤机制。
但在本文中，用称重法对水含量的定量测定上仍存在误差，在接下来的工作中拟采用更加准确的手段对骨组织脱水量进行阶梯式控制，丰富研究内容。下一步将采用有限元分析软件(ABAQUS)对试验进行仿真，模拟脱水前后骨组织的数值模型，并进行非线性接触条件下的应力分析，观察其应力分布情况，最终与实验中的实际情况相结合以印证本文中的推论结果。
引言
骨骼作为人体的支架拥有良好的力学性能[1]，骨骼系统中存在的很多生物摩擦副(关节摩擦副)往往因疾病、创伤、功能退化或先天异常等原因受到损伤而丧失其原有的功能，是威胁人类健康的严重问题之一，每年有数以百万计的患者因创伤、感染等原因造成大的骨缺损，需要接受手术治疗[2]。应用人工骨修复、替换人体病变或损伤组织器官，是临床医学中的有效治疗途径。人体骨组织与植入体之间构成典型的生物摩擦副，其摩擦界面间存在生命物质交换，如水、蛋白质、 矿物等，会对其生物摩擦学行为有重要影响，即骨组织的生物活性对其生物摩擦学行为有重要影响。
人体环境中体液约占机体重量的60%，体液中含有大量的水分。水分作为生命体中不可缺少的一部分，在生物组织中的含量直接影响了生命活动[3]。在摩擦磨损过程中，水分直接参与到整个过程中并发挥其相应的作用。当实验样品脱离生命体以后，其水含量随时间的推移会发生变化，一些原有的生物活性行为逐渐丧失，这必然导致骨组织样品本身摩擦学行为的变化。因此，在骨组织生物摩擦学实验研究中需要特别注意水含量的问题，即水含量的变化如何影响骨组织的生物学性能和生物力学行为并最终影响其生物摩擦学行为。尽管骨骼是人体中含水量最低的组织之一，但水在骨组织中仍以三种形式存在：流动水，即在骨组织中的哈弗氏管和伏克曼管呈液态流动的水；亲和水，由于水的极性同亲水胶原蛋白或带电的矿物质化学键结合的水；结晶水，参与构成胶原蛋白和矿物质的晶格水[4-5]。国内外已经有众多学者开展了水含量对骨组织影响的研究。Braidotti等[6]通过扫描电镜观察浸润和干燥条件下的人股骨弯曲断裂面，发现干燥后的骨组织被拉扯出更多的纤维束并且两个骨片之间的连接胶原纤维出现硬化现象。Garner等[7]研究发现人体密质骨的粘弹性随着水含量的降低呈明显的下降趋势。Nyman等[8]研究发现人体密质骨的强度和韧度随着水含量的降低发生明显变化，例如：去除与胶原蛋白结合的水分将使骨组织的强度和刚度增加而韧度降低；去除矿物中的结晶水很可能使强度和韧度均降低。但值得注意的是，关于骨组织自身水含量变化对其生物摩擦学行为的影响的研究鲜见报道，因此开展水含量对骨组织的生物摩擦学行为的研究具有一定的创新性。
本文主要以新鲜猪股骨为研究对象，通过干燥手段改变猪股骨中的水含量，并以新鲜股骨为对照，对比考察其力学性能和摩擦学行为方面的差异，研究并揭示水分对离体猪股骨生物力学性能和摩擦学行为的影响和作用机制，这将对深入认识天然生物体材料与工程材料摩擦学特性的本质区别有重要意义，同时也为骨组织修复和人工骨的研制等技术创新提供重要的理论基础。
1 材料与方法
1.1 材料及制备
本实验中使用的样品均来自同一根新鲜的猪股骨，在猪股骨骨干部位截取样品，并取密质骨横断面为待测平面，对截取下的骨组织进行清洗处理，去除碎肉、骨膜、骨髓，并用定性滤纸将表面的水吸干。将清洗好后的骨组织分为两半，其中一半用于制作实验样品，另一半分别在60 ℃和120 ℃干燥箱内放置24 h进行干燥处理，以分析天平对干燥前后的骨组织进行称重，干燥前后其重量的差值占原重量的百分比为脱水量，每组干燥条件下的实验均重复5次以上并取均值，以保证测试结果的准确性。结果得出，60 ℃和120 ℃干燥24 h后骨组织的脱水量分别约为10%和15%。实验样品制备过程如图 1所示，首先骨组织需要进行包埋，包埋材料采用自凝型义齿基托树脂，凝固后加工成40 mm×19 mm×19 mm的实验样品，样品表面还要进行打磨和抛光。将抛光完成后的样品分为三组，分别为新鲜组、60 ℃组和120 ℃组，其中新鲜组不再进行任何处理，60 ℃组和120 ℃组分别放入对应温度的干燥箱内干燥24 h。
图1
样品制备
Figure1.
Sample preparation
1.2 实验方法
在纳米压痕测试系统(T750,Hysitron,USA)上测定新鲜和干燥样品的纳米硬度和弹性模量，采用金刚石Berkovich针尖，最大载荷为1×10-2 N，加载卸载速率为5×10-3 N/s，保载时间为10 s。随机选取哈佛氏管并在距其边缘约30 μm的哈佛氏骨板处进行9次纳米压痕实验，形成一个3×3的矩阵网格。利用测试的载荷―位移(P-h)曲线，通过Oliver-Pharr(O＆P)方法[9-10]，可以得到骨组织表面硬度和弹性模量。其中，接触深度hc是通过卸载曲线用下式计算的：
| ${{h}_{c}}=h-\varepsilon \frac{P(h)}{S}$ |
式中，h是最大压入深度，P是对应载荷，ε是一个修正系数(对Berkovich压头是 0.75) ，S是卸载曲线的斜率(S=dP/dt)。再根据接触面积函数：
| ${{A}_{c}}=20.53{{({{h}_{c}}+12.3) }^{2}}$ |
可以得到硬度(H)与简约弹性模量(Eτ)，计算公式如下：
| $H=\frac{P}{{{A}_{c}}}$ |
| ${{E}_{\tau }}=\frac{S\sqrt{\pi }}{2\sqrt{{{A}_{c}}}}$ |
简约弹性模量Eτ与骨组织的弹性模量E的关系为，这里υ与υi分别为骨组织与压头的泊松比，Ei为压头的弹性模量。式中的载荷P取最大位移处的载荷。
在多功能摩擦磨损试验机(UMT-3,Bruker,GER)上进行往复滑动摩擦学实验，采用球/平面接触方式，对磨副为直径11 mm的氧化锆陶瓷球(硬度为HV50g 1 800，表面粗糙度Ra约0.03 μm)。往复摩擦实验的主要参数：法向载荷(Fn)为20 N、40 N和60 N；位移幅值为2 mm；频率f=0.5 Hz；实验时间t=30 min。实验环境为干态，正常大气压，室温(22±3) ℃，相对湿度(relative humidity,RH)=50%～60%。冲击磨损实验在自制的冲击磨损试验机上进行，采用球/平面接触方式，对磨副同为直径11 mm的氧化锆陶瓷球。实验主要参数：法向载荷(Fn)为40 N；冲击次数N=2×104，4×104次；冲击频率f=10 Hz。实验环境为正常大气压，室温(22±3) ℃，RH=50%～60%。考虑到生物样品具有一定的分散性，本研究对每种参数下的实验均重复4次以上，以保证实验结果的重复性。摩擦磨损实验后采用光学显微镜(optical microscope,OM)(BX60M,Olympus,JPN)及扫描电子显微镜(scanning electron microscope,SEM)(JSM-6610型,JEOL,JPN)观察磨痕形貌，用轮廓仪(NanoMap500DLS,AEP Technology,USA)测绘磨痕横截面轮廓并测量磨痕深度。
2 结果与讨论
2.1 力学性能
新鲜组、60 ℃组和120 ℃组的猪股骨样品表面的纳米硬度和弹性模量测试结果如图 2所示，可以看出，新鲜组样品纳米硬度平均值为0.60 GPa，而60 ℃组和120 ℃组样品的纳米硬度平均值分别为1.00 GPa和1.23 GPa；此外，新鲜组样品弹性模量平均值为23.60 GPa，而60 ℃组和120 ℃组样品的弹性模量分别增大为26.9 GPa和32.0 GPa。由此可见，两种干燥组样品的纳米硬度及弹性模量值均较新鲜组高，即猪股骨样品的纳米硬度及弹性模量值会随着干燥程度的升高而增大，这可能与骨组织中的蛋白在脱水后硬化有关。
图2
三种样品表面的纳米硬度和弹性模量
Figure2.
Nanoindentation hardness and elastic modulus of the three samples
2.2 滑动摩擦磨损行为
不同法向载荷下新鲜组和两种干燥组样品的摩擦系数曲线如图 3所示，可以看出，不同法向载荷下新鲜组和60 ℃组样品的摩擦系数非常接近，其摩擦系数稳定值基本处于0.05~0.15区间的较低值。相比之下，120 ℃组样品的摩擦系数稳定值明显较高，处于0.25~0.30区间。
图3
三种样品在不同法向载荷下的摩擦系数曲线
Figure3.
Friction coefficients of the three samples under different normal loads
进一步采用SEM对磨痕微观形貌进行分析，如图 4所示为法向载荷为20 N条件下新鲜组和干燥组样品的磨痕形貌。可以看出，新鲜组样品磨痕端部仅有少量的磨屑堆积，磨痕中部可观察到轻微的犁沟以及磨屑黏附的痕迹，表明新鲜样品的磨损机制主要为轻微的磨粒磨损及粘着磨损。相比之下，60 ℃组磨痕端部的磨屑堆积略微增多，且磨屑存在一定程度的粉末化现象，但磨痕中部明显较为光滑，几乎未能观察到明显的犁沟或磨屑黏附的痕迹，其磨损机制主要为非常轻微的磨粒磨损。而对于120 ℃组，磨痕端部存在大量的粉末化磨屑堆积，磨痕内部能观察到大量垂直于骨板间隙的微裂纹的形成，随着磨损的进行,这些微裂纹会快速扩展，并相互连接贯通造成明显的磨屑剥落，因此其磨损机制以磨粒磨损、疲劳磨损和剥落为主。
图4
往复滑动磨痕形貌SEM照片
Figure4.
SEM images of the reciprocating sliding wear scars
磨痕深度的测量结果如图 5所示，不同法向载荷下60 ℃组样品的磨痕深度仅较新鲜样品的略大，且两者的磨痕深度随法向载荷的增大仅略微增大。相比之下，120 ℃组样品的磨痕深度明显较高，且随着法向载荷增大到40 N和60 N时，其磨痕深度急剧增大，表明120 ℃组样品的磨损明显比新鲜组和60 ℃组样品严重，且对外加载荷更加敏感。
图5
三种样品的最大磨痕深度
Figure5.
Maximum wear depth of the three samples
综合以上结果，可以得出，新鲜组样品与60 ℃组样品的摩擦磨损特性非常接近，这主要是由于60 ℃干燥后的样品中的水分没有过多损失，骨组织生物活性没有受到明显破坏，因此，其与新鲜样品的摩擦磨损行为较为接近。尽管如此，两者仍存在轻微的区别，主要体现在60 ℃组样品的磨损略为严重，磨屑粉末化现象较明显且磨屑易于从磨痕两端排出，磨痕内部无明显的磨屑黏附。其主要原因是新鲜样品粘弹性较好，耐磨性能较好，且磨损产生的磨屑黏附性较高，而干燥后样品水含量的降低，会使得骨组织的硬度和弹性模量明显升高，粘弹性降低，导致表层的塑性能力变差，脆性变强，其磨损也将加重，磨屑粉末化现象明显。但对于120 ℃组样品，高温导致其水含量进一步减少，生物活性遭到一定的破坏，粘弹性大幅降低，塑性能力变得更差，这使得样品在摩擦加载的早期刚度会快速丢失，摩擦系数快速增大并处于较高值[11]。同时，高温干燥后骨组织脆性增大则会导致磨损过程中微裂纹易萌生并在两相邻骨板间快速扩展[12]，最终导致样品磨损严重，且磨损量随着法向载荷的增大而急剧增大。
2.3 冲击磨损特性
人体在运动时，骨骼系统承受着冲击载荷的影响，因此进一步对新鲜组和两种干燥处理组样品的冲击磨损特性进行对比研究。图 6所示为三种样品分别在2×104和4×104次冲击后的磨痕中部横截面轮廓曲线，可见2×104次冲击后60 ℃组和120 ℃组干燥样品的最大磨痕深度接近，均较新鲜组样品的深；随着冲击次数进一步增加为4×104次，新鲜组样品的最大磨痕深度没有明显增加，而60 ℃组磨痕深度仅略为增大，但120 ℃组样品随冲击次数增加其磨痕深度急剧增大，且磨痕内部轮廓变得非常不平整，磨痕边缘及中部均有明显的隆起。
图6
冲击磨痕轮廓曲线
Figure6.
Profiles of the impact wear scars
图 7所示为4×104次冲击后三种样品的磨痕全貌光学照片及磨痕边缘SEM照片。可以看出，新鲜样品磨痕中部区域较为平整，磨痕边缘处仅可观察到沿圆周方向的较为均匀的微裂纹，表明新鲜组样品在反复冲击作用下发生较为均匀的塑性变形。而60 ℃组样品的磨痕损伤明显较重，磨痕中部区域可观察到明显的褶皱及裂纹，磨痕边缘区域的形貌也可观察到明显方向不一致且分布不均匀的裂纹。相比之下，120 ℃组样品在反复冲击作用下发生了明显的疲劳磨损和剥落，磨痕内部可以观察到大量的裂纹及冲击剥离的磨屑。
图7
冲击磨痕OM和SEM照片(冲击次数：4×104次)
Figure7.
OM and SEM images of the impact wear scars
因此，冲击磨损实验与前面的纳米压痕及往复滑动摩擦学实验有很好的对应性，均能很好地反映水含量对骨组织摩擦学行为的影响：新鲜样品具有良好的摩擦磨损性能，60 ℃组样品次之，而120 ℃组样品的摩擦学性能急剧下降，即骨组织样品的摩擦学性能随着样品水含量的丧失明显降低。结合文献关于骨组织结构方面的分析报道[6, 8, 13]，可以推测失水使得骨组织的结构及性能逐渐发生改变，蛋白硬化，粘弹性降低，这将导致骨组织在应对外加载荷作用时表现出不同的损伤机制。研究表明骨组织中骨板之间的连接方式为胶原蛋白纤维束网连接加固，而胶原蛋白对水含量比较敏感，因此水含量的减少将引起胶原蛋白硬化，并可能导致骨板之间的连接强度下降，最终造成骨组织的力学及摩擦学性能下降。
假设两骨板之间被一条胶原蛋白纤维束连接，可以采用简化的模型来模拟骨板之间的微观连接，以模拟其粘弹性[13]，其中弹簧E0表示模型长时间状态下保持平衡的能力，E1和阻尼η表示粘弹性机制，并由此阐述水含量变化对骨组织力学及摩擦学性能的影响，如图 8所示。新鲜骨组织样品的粘弹性较好；但当60 ℃干燥后，随着水分的丧失，粘弹性降低，η值降低；而当120 ℃干燥后，骨组织含水量明显减少，胶原蛋白纤维束硬化严重，粘弹性严重下降，η值进一步降低。因此，当外加载荷作用在骨组织表面时，新鲜的样品能吸收和储存更多的能量，而干燥后样品在外加载荷作用下，纤维束受到拉扯很快断裂，骨板之间容易发生脱层导致磨损加剧。这很好地解释了新鲜和干燥组样品在摩擦系数和磨损特征方面的差异，表明水含量的变化对骨组织的摩擦学行为有重要的影响。
图8
骨板间粘弹性模型示意图
Figure8.
Schematic of the viscoelastic model between lamella
3 结论
本文原创性地开展了水含量对骨组织生物摩擦学行为影响的研究，通过干燥方法改变骨组织的水含量，并对骨组织进行纳米压痕、往复滑动摩擦磨损和冲击磨损实验。实验表明水含量的降低导致骨组织表面硬度和弹性模量增大。此外，往复滑动摩擦磨损及冲击磨损实验结果具有较好的一致性，均表明水含量对骨组织摩擦学行为有重要影响。新鲜骨组织样品具有良好的摩擦磨损性能，而干燥后样品的摩擦学性能随着水含量的降低而明显下降。而骨组织水含量的变化主要影响其粘弹性，新鲜样品由于粘弹性较好而体现出良好的摩擦学性能，而失水使得骨组织的结构及性能逐渐发生改变，胶原蛋白纤维束硬化、骨组织粘弹性降低，最终导致骨组织在外加载荷作用下表现出不同的损伤机制。
但在本文中，用称重法对水含量的定量测定上仍存在误差，在接下来的工作中拟采用更加准确的手段对骨组织脱水量进行阶梯式控制，丰富研究内容。下一步将采用有限元分析软件(ABAQUS)对试验进行仿真，模拟脱水前后骨组织的数值模型，并进行非线性接触条件下的应力分析，观察其应力分布情况，最终与实验中的实际情况相结合以印证本文中的推论结果。
